凝血酶原时间的测定方法及其应用装置与流程

本发明涉及一种血液凝固时间的测定方法及其应用装置。特别是涉及一种以光学原理来测定凝血酶原时间(prothrombintime，pt)的方法及其应用装置。

背景技术

凝血酶原时间是一种通过测定体外血液凝固的时间来模拟体内外源性凝血途径，用以反映外源性凝血途径和共同凝血途径凝血因子是否异常，是筛检止凝血功能最常用的试验之一。

检测凝血时间的典型方法，是以分析血液凝固时，血清中可溶性蛋白质转变为不可溶性蛋白质所产生的凝聚现象，并利用如颜色变化、反射、折射、冷光和荧光等光学方法进行检测。然而，现有的光学分析方法，需要大量的血液样本及高纯度的试剂，并且需要对血液样本进行分离处理，耗费的时间较长、耗材成本较高，且操作不便。

目前业界尚有采用电化学检测方法，利用血液凝固前后黏滞度的不同，会导致血液的阻抗(impedance)或电阻(resistance)产生对应变化的机制，来作为判断凝血程度的依据。此举虽然大大提高检测的简便性，却容易因为血球容积比及个体间血液中的电解质浓度不同，而导致测试的误差。

因此，有需要提供一种快速检测、方便操作及准确性高的凝血酶原时间测定方法，以改善现有技术所面临的问题。

技术实现要素：

根据本发明的一实施例提供一种凝血酶原时间的测定方法，此凝血酶原时间的测定方法包括下述步骤：首先提供一血液样本以及一光源；再利用第一光线照射血液样本。其中，第一光线具有实质介于585纳米(nm)至605纳米之间，或实质介于750纳米至925纳米之间的第一波长。接着，检测第一光线照射血液样本所产生的多个第一信号。后续再根据这些第一信号决定凝血酶原时间。

根据本发明的另一实施例提供一种凝血酶原时间的测定方法，此凝血酶原时间的测定方法包括下述步骤：首先提供一血液样本；并利用第一光线及第二光线照射血液样本。其中，第一光线及第二光线分别具有彼此不同的第一波长及第二波长。接着。检测第一光线照射该血液样本所产生的多个第一信号及第二光线照射血液样本所产生的多个第二信号。后续，根据这些第一信号及这些第二信号以决定凝血酶原时间。

根据本发明的又一实施例提供一种凝血酶原时间的测量装置，包括第一光源以及光感应器。其中第一光源具有实质介于585纳米至605纳米之间或实质介于750纳米至925纳米之间的第一波长。光感应器是用以测量第一光源照射血液样本所产生的至少一个第一信号。

根据上述实施例，本发明是在提供一种凝血酶原时间的测定方法及其应用装置。其是采用具有实质介于585纳米至605纳米之间或实质介于750纳米至925纳米之间的波长的光源来照射血液样本，产生的至少一个光学信号。并通过光学分析方法分析光学信号所产生的函数，来决定凝血酶原时间。

由于，本发明的实施例所提供的方法其应用装置仅需要少量的血液样本，且不需使用其他检测试剂，也不需要对血液样本进行分离处理，即可通过光学检测及数据分析来决定凝血酶原时间。因此，具有操作简便、耗费时间较短、耗材成本较低等优势，可达到快速检测、方便操作及准确性高的发明目的。

附图说明

为了对本发明的上述实施例及其他目的、特征和优点能更明显易懂，特举数个较佳实施例，并配合所附附图，作详细说明如下:

图1a为一种用来实施穿透式凝血酶原时间测定的光学检测装置100的示意图；

图1b是采用穿透式光学检测装置测量所得的穿透率函数示意图；

图2是根据本发明的一实施例所绘示的全波段的血液穿透光谱图；

图3a是根据本发明的一实施例，绘示以不同波长的光源来实施穿透式凝血酶原时间测定，所得出的多条光穿透率与时间(t)关系曲线；

图3b为全波段的波峰-凝血稳态光穿透率差额光谱图；

图4为另一种用来实施穿透式凝血酶原时间测定的光学检测装置的示意图；

图5a是根据本发明的一实施例所绘示的一种凝血酶原时间测定方法的流程方块图；

图5b是根据本发明的一实施例绘示采用穿透式光学检测装置测量所得的穿透率函数与穿透率导数函数；

图6a是根据本发明的另一实施例所绘示的一种凝血酶原时间测定方法的流程方块图；

图6b为采用光学检测装置以及图6a的方法测量所得的穿透率函数与穿透率导数函数；

图7a为一种用来实施反射式凝血酶原时间测定方法的光学检测装置的示意图；

图7b为采用反射式光学检测装置测量所得的反射率函数；

图8a是根据本发明的一实施例所绘示的一种凝血酶原时间测定方法的流程方块图；

图8b是根据本发明的一实施例绘示采用图7a的光学检测装置以及图8a的方法测量所得的反射率函数与反射率导数函数。

符号说明

10、50、60、80：凝血酶原时间测定方法

11、51、61：穿透率函数

52、62：穿透率导数函数

100、400、700：光学检测装置101：血液样本

102、402、702：光源

103、403、703：光线

104：容器

105、405、705：感测器106、706：控制器

601：延迟时间pk：偏离峰值

vp：光穿透率差额ts：最初时间点

tb5、tb6、tb8：基准时间点

t0：将血液样本注入测量区的时间点

t1：穿透率区域最低点的时间点

t2：穿透率区域最高点的时间点

tr1：反射率区域最高点的时间点

tr2：反射率区域最低点的时间点

tmin1：最小穿透值出现的时间点

tmin2：最小导数值出现的时间点

tmax1：最大穿透值出现的时间点

tminr1：最小反射值出现的时间点

tmaxr1：最大反射值出现的时间点

tmaxr2：最大导数值出现的时间点

δt5、δt6、δt8：时间长度

s51：提供血液样本和光源。

s52：测量光线穿过血液样本后所产生的穿透率函数。

s53：决定穿透率函数中的最小穿透值。

s54：决定穿透率函数中的最大穿透值。

s55：决定穿透率函数中的最小导数值。

s56：根据最小导数值来决定凝血酶原时间。

s61：提供血液样本和光源。

s62：测量光线穿过血液样本后所产生的穿透率函数

s63：在一段延迟时间之后，决定穿透率函数中的最大穿透值。

s64：决定穿透率函数中的最小导数值。

s65：根据最小导数值来决定凝血酶原时间。

s81：提供血液样本和光源。

s82：测量光线穿过血液样本后所产生的反射率函数。

s83：决定反射率函数中的最小反射值。

s84：决定反射率函数中的最大反射值。

s85：决定反射率函数中的最大导数值。

s86：根据最大导数值来决定凝血酶原时间。

具体实施方式

本发明提供一种快速检测、方便操作及准确性高的凝血酶原时间的测定方法。为了对本发明的上述实施例及其他目的、特征和优点能更明显易懂，下文特举数个较佳实施例，并配合所附附图作详细说明。

但必须注意的是，这些特定的实施案例与方法，并非用以限定本发明。本发明仍可采用其他特征、元件、方法及参数来加以实施。较佳实施例的提出，仅是用以例示本发明的技术特征，并非用以限定本发明的权利要求。该技术领域中熟悉此技术者，将可根据以下说明书的描述，在不脱离本发明的精神范围内，作均等的修饰与变化。在不同实施例与附图之中，相同的元件，将以相同的元件符号加以表示。

本发明所述凝血酶原时间的光学检测方法可为穿透式或反射式检测，以下搭配附图做详细说明。请参照图1a至图1b，图1a绘示一种用来实施穿透式凝血酶原时间测定的光学检测装置100的示意图。图1b为采用穿透式光学检测装置测量所得的穿透率函数示意图，其中穿透率函数11是一种光穿透率(transmittance)与时间(t)的关系曲线。

在本发明的一些实施例中，血液样本101可以是一种直接自活体中采集后，未经过(离心)分离或浓缩处理，而包含有各种血球及血浆等基本成分的全血(wholeblood)样本；也可以是一种经过(离心)分离或浓缩处理之后的血浆样本，例如：缺血小板血浆(platelet-poorplasma，ppp)或多血小板血浆(platelet-richplasma，prp)。容器104用来承载血液样本101及凝血反应试剂，容器104提供血液样本101及凝血试剂进行反应的空间，具体实施方式可以例如是：试管、毛细管、沟槽、试片流道或待测区。在穿透式检测装置的实施例中，容器104是透光的。

其中，光源102可以是波长实质介于380纳米(nm)到780纳米之间的可见光光源、波长实质介于760纳米至1毫米(mm)之间的红外光光源或波长实质介于200纳米到400纳米之间的紫外光光源。感测器105包括可以将穿过血液样本101的光线103转换成电子信号(例如电压v)的光电转换装置。控制器106则包含能对前述电子信号进行转换运算的数字计算机处理器，例如中央处理器(centralprocessingunit，cpu)、单芯片(mcu)、通用或特殊用途处理器以及相关的控制逻辑。

由光源102所出射的光线103，穿过血液样本101和容器104之后，入射至感测器105，再由感测器105测量得出光线103的穿透率。并通过连续测量或短周期的多次测量，得出在一段时间中(例如：自样品上样至凝血反应结束)光穿透率与时间(t)的关系曲线。

举例而言，在图1b所绘示的实施例之中，首先在起始时间点ts(例如ts＝0)开启光源102及感测器105，随即在时间点t0开始将血液样本101注入容器104中，并且连续测量光线103的穿透率。通过感测器105的光电转换装置以及控制器106的运算得出光穿透率与时间(t)的关系曲线。由于在时间点ts至时间点t0之间，血液样本101尚未进入测量区，大部分的光线103会直接穿过容器104，故可将所测量到的数值视为光穿透率100％，并可以此测量数值来作为后续光穿透率正规化的标准。

血液样本101在时间点t0注入测量区之后与试剂混合并开始凝血反应，因为血液样本101的阻挡，光线103穿透率会由时间点t0的100％，迅速降低至时间点t1的一区域最低位置。

之后，血液样本101中的红血球会逐渐形成钱串状的堆叠(rouleauxformation)，而容许光线103由堆叠缝隙中穿过，故而光线103的穿透率会由时间点t1的最低位置反转，渐渐升高至时间点t2的一区域最高点。接着，血液样本101中形成凝血酶和纤维蛋白，进而阻挡光线103穿透血液样本101，使光穿透率数值再度反转下降，最终趋于一稳定值。

可依不同状况定义适宜的计算凝血酶原时间的起始点。在一实施例中，凝血酶原时间的计算起始点是血液样本与试剂混合并开始反应的时间点。在本实施例中，凝血酶原时间的计算方式为血液样本注入测量区的时间点t0起算，至光穿透率数值由区域最高点反转下降产生导数极值所经过的时间区段。

为了进一步提升光学检测的精确度，可通过优化选择的方式，来选择光源102的较佳波长范围。例如在本发明的一些实施例中，可通过检测不同波长的光源穿透血液样本101的光穿透率，得到全波段的血液穿透光谱。并选择光穿透率相对较高的波长区段或对凝血反应产生相对较高的光穿透率变化的波长区段的光线，作为实施穿透式凝血酶原时间测定的光源102。请参照图2，图2是根据本发明的一实施例所绘示的全波段的血液穿透光谱图。其中，图2的横轴为波长(纳米)；纵轴为标准化的光穿透值。由图2可以发现，波长实质大于585纳米的区段的光线，穿透血液样本101的光穿透率相对较高。因此，适于用来做为实施穿透式凝血酶原时间测定的光源102。

在另一个实施例中，可以不同波长的光源，实施穿透式凝血酶原时间测定，并得出多条光穿透率与时间(t)关系曲线，比较各条光穿透率与时间(t)关系曲线的主要波峰与凝血稳态之间的光穿透率差额vp，并选择光穿透率差额vp相对较高的波长的光线来作为实施穿透式凝血酶原时间测定的光源102。请参照图3a，图3a是根据本发明的一实施例，绘示以不同波长的光源来实施穿透式凝血酶原时间测定，所得出的多条光穿透率与时间(t)关系曲线。图3b是绘示全波段的波峰-凝血稳态光穿透率差额vp光谱图。

其中，图3a的横轴为时间(50毫秒(ms))；纵轴为标准化的光穿透值。关系曲线301、302和303，分别代表以不同波长600纳米、650纳米和940纳米的光源来实施穿透式凝血酶原时间测定，所得出的多条光穿透率与时间(t)关系曲线。图3b的横轴为波长(纳米)；纵轴为标准化的光穿透值。由图3b可以发现，波长实质介于585纳米(nm)至605纳米之间或实质介于750纳米至925纳米的区段的光线，具有较大的波峰-凝血稳态光穿透率差额vp。因此，适于用来做为实施穿透式凝血酶原时间测定的光源102。

另外，为了提高测量精准度，可采用具有二种不同光源的光学检测装置来实施上述的穿透式凝血酶原时间测定。请参照图4，图4是绘示另一种用来实施穿透式凝血酶原时间测定的光学检测装置400的示意图。在本实施例中，光学检测装置400的结构大致与图1a所绘示的光学检测装置100类似，差别在于，测量第一光源102的同时，可以提供具有与第一光源102的波长不同的第二光源402来照射血液样本101；并由感测器405测量第一光源102和第二光源402穿透血液样本101的光穿透率，进而产生多个与第一信号对应的第二信号。其中，第一光源102为对凝血反应产生相对较高的光穿透率变化的波长区段而第二光源402为对凝血反应产生相对较低的光穿透率变化的波长区段。例如在本实施例中，第一光源102所提供的光线103的波长实质介于585纳米至595纳米之间；第二光源402所提供的光线403的波长实质介于610纳米至725纳米之间。后续，再针对第一信号和第二信号进行运算，以得出如图1b所绘示的穿透率(以电压v表示)与时间(t)的函数11。

例如在本发明的一些实施例中，可以将不同时间所测量到的第一信号和第二信号二者加权平均，以获得多个随着时间变化的第三信号，得出如图1b所绘示的穿透率(以电压v表示)与时间(t)的函数11。而在另一些实施例中，将不同时间所测量到的第一信号和第二信号相减，以获得多个随着时间变化的第三信号，以得出如图1b所绘示的穿透率(以电压v表示)与时间(t)的函数11。

又为了消除外在环境光的影响，在本发明的一些实施例中，感测器105在进行光线103穿透率的测量时，控制器106(包含有一个时序控制器)会以时序控制的方式，来切换光源102的开关状态，以产生多个相互对应的亮态及暗态，再由感测器105测量对应这些亮态的多个亮态光穿透率数值及对应这些暗态的多个暗态光穿透率数值。控制器106可根据这些亮态光穿透率数值和暗态光穿透率数值来进行运算，得出穿透率函数11。在本发明的一实施例中，控制器106是将这些相互对应的亮态光穿透率数值和暗态光穿透率数值相减，来得出穿透率函数11。但在说明书的另一实施例中，控制器106是将这些相互对应的亮态光穿透率数值和暗态光穿透率数值相除，来得出穿透率函数11。

以下特举出一些实施例详细说明如何通过穿透率函数来推算凝血酶原时间。请参照图1a、图5a及图5b，图5a是根据本发明的一实施例所绘示的一种凝血酶原时间测定方法50的流程方块图。图5b是根据本发明的一实施例绘示采用穿透式光学检测装置测量所得的穿透率函数51与穿透率导数函数52。

凝血酶原时间测定方法50包括下述步骤：首先，提供血液样本和光源(如图5a所示的步骤s51)。接着，使用感测器测量光线穿过血液样本后所产生的穿透率，并且用于得到一个穿透率函数51(如图5a所示的步骤s52)。最后，根据穿透率函数51来决定凝血酶原时间。

决定凝血酶原时间的方法包括下述步骤：首先，决定穿透率函数51中的最小穿透值min1(如图5a的步骤s53所示)。在本实施例中，穿透率函数51中的最小穿透值min1是指在血液样本注入测量区之后的一区域最小光穿透率值。

详言之，血液样本101中包含多个红血球，当血液样本101被注入容器104之后，受到血液样本101的阻挡，光线103的光穿透率由起始的100％迅速降低。在一些实施例中，可采用穿透率下降比例定义血液样本注入容器的时间点t0，例如：定义时间点t0为光线103的穿透率持续降低至少15％或20％的时间点。在一些实施例中，可采用穿透率范围定义血液样本注入容器的时间点t0，例如：定义时间点t0为穿透率持续降低至10-40％的时间点。在一些实施例中，可采用穿透率门槛值定义血液样本注入容器的时间点t0，例如：定义时间点t0为光线103的穿透率首次低于90％的时间点。

之后，血液样本101中的红血球会逐渐形成盘状的成串堆叠，而容许光线103由堆叠缝隙中穿过。故而光线103的穿透率会反转上升。在一些实施例中，穿透率可以渐渐升高至约20-60％。在本实施例中，穿透率函数51中的最小穿透值min1是指，光穿透率数值从血液样本101被注入容器104的时间点tb5(tb5＝1)开始的100％降低至26％之后，再由最低点26％反转升高至27％的这段期间内，在穿透率函数51中所形成的至少一个波谷的区域最小光穿透率数值。在本实施例中，最小穿透值min1也是穿透率函数51的全域最小光穿透率值。

控制器106可待检测完成后再进行验证求取全域最小穿透率值或区域最小穿透率值。或者，控制器106可通过持续性或即时性(realtime)的验证，来决定目前测量所得的光穿透率值是否为区域最小穿透率值(最小穿透值min1)。若验证结果为「非」，则继续验证程序；若验证结果为「是」，则进入下一个步骤(如图5a所示的步骤s54)。在本实施例中，最小穿透值min1的穿透率值实质为26％，其出现在从血液样本101被注入容器104的时间点tb5之后约1秒的时间点tmin1(即tmin1＝2)。

接着，请参照图5a所示的步骤s54，决定穿透率函数51中的最大穿透值max1。其中，穿透率函数51中的最大穿透值max1是穿透率函数51的一区域最大穿透率值。此处所谓的区域最大穿透值是指，穿透率函数51从最小穿透值min1反转上升至再次反转下降之间所测量得到的最大光穿透率数值。

详言之，当血液样本101中的红血球的盘状堆叠因静置呈现稳定状态之后，由堆叠缝隙中穿过的光线103数量达到最高。接着，血液样本101中形成凝血酶和纤维蛋白，进而阻挡光线103穿透血液样本101，使光穿透率数值再度反转下降，最终趋于稳定。在本实施例中，最大穿透值max1是指光穿透率数值从最小穿透值min1的波谷反转上升至最高点后，再次反转下降至达成稳定的这段期间内，在穿透率函数51中所形成的至少一个波峰的最大光穿透率数值。在本实施例中，最大穿透值max1也是穿透率函数51的全域最大光穿透率值。

控制器106可通过周期性的验证，来决定目前测量所得的光穿透率值是否为区域最大穿透值(最大穿透值max1)。若验证结果为「非」，则继续验证程序；若验证结果为「是」，则进入下一个步骤(如图5a所示的步骤s55)。在本实施例中，最大穿透值max1的穿透率值实质为27％，其出现在起始时间点ts起算经过约10秒后的时间点(tmax1＝10)。

请参照图5a所示的步骤s55，决定穿透率函数51中的最小导数值min2。在本发明的一些实施例中，控制器106可依据穿透率函数51进行运算得出穿透率导数函数52(如图5b所绘示)，并找出穿透率导数函数52中，出现在最大穿透值max1之后的最小导数值min2。在本实施例中，最小导数值min2出现在从血液样本101被注入容器104的时间点tb5起算经过约10秒后的时间点tmin2(即tmin2＝11)。其中，最小导数值min2的出现，代表血液样本101因凝结现象，导致穿透率函数51中的光穿透率值反转下降。

后续请参照图5a所示的步骤s56，根据最小导数值来决定凝血酶原时间。在本发明的一些实施例中，凝血酶原时间的计算方式，是以血液样本101注入容器104中的时间点作为计算凝血酶原时间的基准时间点tb5(tb5＝1)。起算至最小导数值min2出现的时间点tmin2(例如tmin2＝11)的时间长度δt5。意即，将凝血酶原时间为最小导数值min2出现的时间点tmin2减掉基准时间点tb5(δt5＝tmin2-tb5)即得到凝血酶原时间，时间长度δt5约为10秒钟。

值得注意的是，一些实施例中所测得的穿透率函数包括偏离峰值pk。偏离峰值pk是指血液进入待测区过程中因流动变化所产生的光强度变化信号，其多为测量初期的短暂现象。根据观察，偏离峰值pk多发生在血液进入待测区的前6秒内，偏离峰值pk的最大值一般小于凝血信号的最大值，且其半高宽对应的时间长度一般小于3秒。在一些实施例中，在决定凝血酶原时间的方法中包括排除偏离峰值pk的步骤。可根据偏离峰值pk的特征选择合适的方法排除偏离峰值pk。例如：排除特定时间内产生的峰值、排除最大值介于特定范围内的峰值或排除半高宽对应的时间长度介于特定范围的峰值。

请参照图1a、图6a和图6b，图6a是根据本发明的另一实施例所绘示的一种凝血酶原时间测定方法60的流程方块图。其中，图6a所绘示的凝血酶原时间测定方法60可通过延迟时间的方式取代了图5a所绘示决定最小穿透值min1的步骤s53。图6b是绘示采用光学检测装置以及图6a的方法60测量所得的穿透率函数61与穿透率导数函数62，其中穿透率函数61包括偏移峰值pk。举例而言，在本实施例中，偏离峰值pk是指，穿透率函数61中光穿透率数值从最小穿透值min1反转上升之后，随即又反转下降所形成的一个波峰。

凝血酶原时间测定方法60包括下述步骤：首先，提供血液样本101和光源102(如图6a所示的步骤s61)，并测量光线103穿过血液样本101后所产生的穿透率，得到一个穿透率函数61(如图6a所示的步骤s62)。在一段延迟时间601(请参照图6b)之后，决定穿透率函数61中的最大穿透值max1(如图6a的步骤s63所示)。

在本实施例中，凝血酶原时间测定方法60是在血液样本101注入容器104中的时间点tb6之后，延迟一段延迟时间601才对穿透率函数61进行分析，省略图5a所绘示决定最小穿透值min1的步骤s53。在此段延迟时间中，系统可同步进行其他信号读取及判定，例如：试片qc控制判读。延迟时间601实值介于1秒至6秒之间，例如：延迟时间601为2-4秒。在另一实施例中，可选择性地(optionally)进行如图5a所绘示的决定最小穿透值min1的步骤s53后才延迟一段延迟时间601；接着，再进行决定穿透率函数61中的最大穿透值max1的步骤s63。

详言之，在本实施例中，当血液样本101注入容器104并经过一段延迟时间601(例如延迟3秒)之后，穿透率函数61中的光穿透率数值已经低于一个门槛值(例如光穿透率数值实质低于85％或80％的门槛值)，且血液样本101中的红血球也已由散乱排列的状态开始形成钱串状堆叠，而容许光线103由堆叠缝隙中穿过的稳定状态。此时，穿透率函数61的光穿透率数值会由区域光穿透率最小值反转升高，达到穿透率函数61的区域最高点，即可决定最大穿透值max1。

后续，再如图6a的步骤s64决定穿透率导数函数62中的最小导数值min2(如图6b所示)。在本实施例中，最小导数值min2出现的时间点tmin2(tmin2＝11)晚于最大穿透值max1出现的时间点tmax1(tmax1＝10)。由于，提供液样本101和光源102的步骤s61、产生穿透率函数61的步骤s62、决定穿透率函数61中最大穿透值max1的步骤s63和决定穿透率导数函数62中最小导数值min2的步骤s64与前述步骤s51、s52、s54和s55实质上相同，故不在此赘述。

最后，根据最小导数值来决定凝血酶原时间(如图6a的步骤s65所示)。在本实施例中，是从血液样本101被注入容器104的时间点作为基准时间点tb6(tb6＝1)，计算最小导数值min2出现的时间点起算至基准时间点tb6之间的时间长度δt6。意即，将凝血酶原时间为最小导数值min2出现的时间点tmin2减掉基准时间点tb6(δt6＝tmin2-tb6)即得到凝血酶原时间，时间长度δt6约为10秒钟。

值得注意的是。在本发明的其他实施例中，凝血酶原时间测定方法也可以通过测量一段时间中(自样品上样至凝血反应结束)光线703被血液样本101反射的反射率与时间的关系曲线(以下简称反射率函数)来进行计算。请参照图7a至图7b，图7a是绘示一种用来实施反射式凝血酶原时间测定方法的光学检测装置700的示意图。图7b是绘示采用反射式光学检测装置测量所得的反射率函数。

根据本发明的一些实施例，如图7a所绘示，用以实施反射式光学检测的光学检测装置700包括：血液样本101、光源702、容器104、感测器705、控制器706和反射片707，其中光源702及感测器705分别位于装载血液样本101的容器104的同一侧。感测器705是用以接收被血液样本101或反射片707反射之后的一部分光线703，以测量光线703被血液样本101反射后所产生的反射率，并得到如图7b所示的反射率函数71。

在本发明的一些实施例中，血液样本101可以是一种直接自活体中采集后，未经过(离心)分离或浓缩处理，而包含有各种血球及血浆等基本成分的全血样本；也可以是一种经过(离心)分离或浓缩处理之后的血浆样本，例如：缺血小板血浆。容器104是用来承载血液样本101，可以例如是：试管、毛细管、沟槽、试片流道或待测区。在反射式检测的实施例中，容器104可为透光或部分透光的。举例而言，在图7b所绘示的实施例之中，首先在起始时间点ts(例如ts＝0)开启光源702及感测器705，随即在时间点t0(t0＝1)将血液样本101注入容器104中，并且连续测量光线703的反射率。通过感测器705的光电转换装置以及控制器706的运算得出光反射率与时间(t)的关系曲线(如图7b所绘示的反射率函数71)。由于在时间点ts至时间点t0之间，血液样本101尚未进入测量区，大部分的光线703会被血液样本101及反射片707所反射，故可将所测量到的数值视为反射率100％，并用此测量数值来作为后续反射率正规化的标准。

血液样本101在时间点ts开始注入测量区之后，因为流动中血液样本101的吸光及漫射，而使反射的光线703减少，并随血液样本停止流动使反射率反转。因此，反射率由时间点t0的100％，迅速降低至一区域最低位置后反转上升至时间点tr1。之后，血液样本101中的红血球会形成钱串状的堆叠，使反射率会由区域最高位置(时间点tr1)反转下降至时间点tr2的区域最低点。接着，血液样本101中形成凝血酶和纤维蛋白而再次反射光线103，使光反射率数值再度反转上升。待凝血酶和纤维蛋白的在结构趋于稳定之后，反射率最终趋于稳定。

凝血酶原时间的计算方式，是计算将血液样本101注入测量区的时间点t0起算，至光反射率数值由区域最高点(时间点tr1)反转下降产生导数极值(时间点tr2)所经过的时间区段。

以下举出多个实施例说明如何通过反射率函数来推算凝血酶原时间。请参照图8a和图8b，图8a是根据本发明的一实施例所绘示的一种凝血酶原时间测定方法80的流程方块图。图8b是根据本发明的一实施例绘示采用图7a的光学检测装置700以及图8a的方法80测量所得的反射率函数81与反射率导数函数82。凝血酶原时间测定方法80包括下述步骤：首先，提供血液样本和光源(如图8a所示的步骤s81)。接着，使用感测器705测量被血液样本101反射后所产生的反射率，并得到如图8b所示的反射率函数81(如图8a所示的步骤s82)。最后，根据反射率函数来决定凝血酶原时间。

决定凝血酶原时间的方法包括下述步骤：首先决定反射率函数81中的最小反射值minr1(如图8a的步骤s83所示)。在本实施例中，反射率函数81中的最小反射值minr1是指在血液样本101注入测量区的时间点之后的一个区域最小光反射率值。详言之，因为血液样本101流动时散乱排列的红血球会阻挡与散射光线703，使光线703的反射率持续降低至少1％或2％。在本实施例中，反射率会持续降低至约97％后随血液样本静止而反转上升。之后，血液样本101中的红血球会形成钱串状的堆叠，故而光线703的反射率会由区域最高位置再反转下降。

在本实施例中，反射率函数81中的最小反射值minr1是指，光反射率数值从血液样本101被注入容器104的时间点tb8(tb8＝1)的100％降低至97％，再由最低点97％反转升高的这段期间内，在反射率函数81中所形成的至少一个波谷的最小光反射率数值。

其中，控制器706可待检测完成后再进行验证求取全域最小反射率值或区域最小反射率值。或者，控制器706可通过持续性或即时性的验证，来决定目前测量所得的光反射值是否为区域最小反射率值(最小反射值minr1)。若验证结果为「非」，则继续验证程序；若验证结果为「是」，则进入下一个步骤(如图8a所示的步骤s84)。在本实施例中，最小反射值minr1的反射率值实质为97％，其出现在从血液样本101被注入容器104的时间点tb8之后约1秒的时间点tminr1(即tminr1＝2)。

接着请参照图8a所示的步骤s84，决定反射率函数81中的最大反射值maxr1。其中，反射率函数81中的最大反射值maxr1是反射率函数81的一区域最大反射率值。此处所谓的区域最大反射值是指，反射率函数81从最小反射值minr1反转上升之后所测量得到的最大光反射率数值。

详言之，当血液样本101形成钱串状堆叠后因红血球反射面积下降，使光线703的反射降到最低。接着，血液样本101中形成凝血酶和纤维蛋白而反射光线703，使光反射率数值再度反转上升。例如在本发明的一些实施例中，最大反射值maxr1是指光反射率数值从最小反射值minr1的波谷反转上升至最高点后再次反转下降，在反射率函数81中所形成的至少一个波峰的最大光反射率数值。

控制器706可通过周期性的验证，来决定目前测量所得的光反射率值是否为区域最大反射值(最大反射值maxr1)。若验证结果为「非」，则继续验证程序；若验证结果为「是」，则进入下一个步骤(如图8a所示的步骤s85)。在本实施例中，最大反射值maxr1实质为97.5％，其出现在时间点tmaxr1(tmaxr1＝5)。

请参照图8a所示的步骤s85，决定反射率函数81中的最大导数值maxr2。在本发明的一些实施例中，控制器706可依据反射率函数81进行运算得出反射率导数函数82(如图8b所绘示)，并找出反射率导数函数82中，出现在最大反射值maxr1之后的最大导数值maxr2。在本实施例中，最大导数值maxr2出现在时间点tmaxr2(tmaxr2＝11)。其中，最大导数值maxr2的出现，代表血液样本101因钱串状堆叠，导致反射率函数81中的光反射率值反转下降。例如反射率值下降至约为96.75％的另一个区域最小值minr2。后续，由于凝血酶和纤维蛋白再度反射部分光线703，进而使反射率由区域最低值minr2再次上升最终趋于稳定。

后续请参照图8a所示的步骤s86，根据最大导数值maxr2来决定凝血酶原时间。在本发明的一些实施例中，凝血酶原时间的计算方式，是以血液样本101注入容器104中的时间点作为计算凝血酶原时间的基准时间点tb8(即tb8＝1)。起算至最大导数值maxr2出现的时间点tmaxr2(即tmaxr2＝11)的时间长度δt8。意即，将凝血酶原时间为最大导数值maxr2出现的时间点tmaxr2减掉基准时间点tb8(δt8＝tmaxr2-tb8)即得到凝血酶原时间，时间长度δt8约为10秒钟。

根据上述实施例，本发明是在提供一种凝血酶原时间的测定方法及其应用装置。其是透过光学法测量血液在凝血反应时产生的光学参数变化，再进一步分析数据判定凝血酶原时间。详细而言，本发明提供一种凝血酶原时间的测定方法，其是透过光学法测量采用具有实质介于585纳米至605纳米之间或实质介于750纳米至925纳米之间的波长的光源来照射血液样本，产生的至少一个光学信号。并通过光学分析方法分析光学信号所产生的函数，来决定凝血酶原时间。

在一实施例中，本发明提供的凝血酶原时间的测定方法，是通过光学感测装置，先测量自样品上样至凝血反应结束期间光线穿过待测区域及/或血液样本产生的穿透率函数。直到血液样本反应结束呈现稳定状态之后，再根据穿透率函数求得最小导数值来决定凝血酶原时间。

在另一实施例中，本发明提供的凝血酶原时间的测定方法，是通过光学感测装置，先测量自样品上样至凝血反应结束期间光线经待测区域及/或血液样本产生的反射率函数。直到血液样本反应结束呈现稳定状态之后，再根据反射率函数求得最大导数值来决定凝血酶原时间。

由于，本发明的实施例所提供的方法仅需要少量的血液样本，且不需要对血液样本进行分离处理，即可通过光学检测及数据分析来决定凝血酶原时间。因此，具有操作简便、耗费时间较短、耗材成本较低等优势，可达到快速检测、方便操作及准确性高的发明目的。

虽然结合以上较佳实施例揭露了本发明，然而其并非用以限定本发明。本发明所属技术领域中熟悉此技术者，在不脱离本发明的精神和范围内，可作各种的更动与润饰。因此，本发明的保护范围应以附上的权利要求所界定的为准。